1.1. Исторические аспекты кератопротезирования

    При детальном ознакомлении с литературой обнаружено, что впервые идея имплантации в роговицу искусственного материала, с целью восстановления зрения, была предложена в 1789 году французским офтальмологом из Тулузы Pellier de Quengsi, который имплантировал стеклянную пластинку в эксперименте на животных [91]. Позднее в 1853 году протезирование роговицы в эксперименте выполнил J.Nussbaum. В своем исследовании он использовал конструкции, изготовленные из горного хрусталя, имеющие вид запонки или часового стекла [110]. Данные модели располагались интраламеллярно в слоях роговицы, в раннем послеоперационном периоде пациенты отмечали правильную светопроекцию, но позднее протезы отторгались из-за асептического некроза роговичной ткани [20]. В последующем офтальмологи экспериментировали с различными материалами: Heusser из Швейцарии описал интраламеллярную имплантацию искусственной роговицы из кварца [71]; Salzer F. (1898) из Германии впервые предложил использовать материал, более легкий, чем стекло [62], так в 1895 году он разработал модель из кварцевого диска с окружающим его платиновым кольцом с зубцами; Dimmer F. (1897) использовал целлулоид, первый коммерчески доступный термопластик, который он сформировал и имплантировал в глаз человека, но с неудовлетворительными анатомическими результатами в послеоперационном периоде, однако он был первым, кто использовал полимерный материал в качестве протезного устройства [62]. На рубеже веков наблюдался спад интереса к искусственным роговицам из-за первой трансплантации донорской роговицы трупа, которую Zirm E. C. успешно выполнил пациенту с щелочным ожогом роговицы в 1906 году [43]. С улучшением хирургических методов и материалов, а также увеличением результативности трансплантации донорской роговицы, интерес к кератопротезам снизился. Однако накопленный клинический опыт показал, что при сосудистых бельмах роговицы ожоговой этиологии пересадка донорской роговицы не эффективна. Поэтому офтальмологи вновь обратились к идее протезирования роговицы с использованием прозрачных искусственных материалов. Они в основном касались экспериментальных исследований, но в отдельных случаях проводились попытки клинического кератопротезирования [80].

    Во время Второй мировой войны произошло открытие, когда Ridley H. заметил, что акриловый пластик разрушенного купола кабины самолета оказался инертным в глазах пилотов. Так Ridley H. впервые в 1951 году выполнил имплантацию искусственного хрусталика из полиметилметакрилата (ПММА) в глаз человека после интракапсулярной экстракции катаракты. После этого использование полимерных материалов вошло в широкую практику в офтальмохирургии [60, 132]. По мере развития технологий полимеры стали применять в хирургии патологий всех отделов глазного яблока (полимерные нити, интрастромальные импланты, интраокулярные линзы и т.д.) [12]. В качестве материала для изготовления протезов стали исследовать гидрофобные полимеры, такие как нейлон, тефлон, дакрон, модифицированный гортэкс, полиуретан, политетрафторэтилен (ПТФЭ), ПММА [45, 95, 114].

    Именно на этом этапе был приобретен опыт, необходимый для дальнейших исследований. Binder H., Binder R. (1956) считали, что протрузия кератопротеза возникает, вследствие его плохой интеграции в ткани ожогового бельма. В эксперименте они применили кератопротез с опорной частью, изготовленной из гибкой полиэтиленовой пленки толщиной в 1 мм и диаметром 8 мм, которая прикреплялась к оптическому цилиндру, выполненному из плексигласа диаметром 2,5 мм и длиной 1,5 мм. Положительными сторонами в предложенной конструкции протеза было выстояние оптического цилиндра в переднюю камеру и наличие 3-4 полуовальных отверстий в его опорной части, что также получило развитие в дальнейшем [48].

    В течение этой эры были изготовлены другие конструкции с частично перфорированной гаптикой Barraquer (1956) и Barraquer-Cardona (1958). Позже, в 1960-х годах Stone W. и Herbert E. разработали модели моноблочного кератопротеза из ПММА с отверстиями на периферии опорного элемента для интрастромальной фиксации. Их идея заключалась в том, что наличие отверстий в опорных пластинах предотвращает полное разобщение передних и задних слоёв роговицы и способствует лучшей фиксации кератопротеза в строме роговицы [59, 132]. Авторы испытали в эксперименте кератопротез, фиксационный диск которого имел множество отверстий и размещался интраламеллярно. Преимуществом данной модели явилось большое количество отверстий, что позволило фиксироваться интрастромально, в сравнении с моделью протеза с неперфорированной опорной частью. По мнению Stone W. (1958), перфорация фиксирующей части должна предупреждать инфицирование и фильтрацию [129]. Эта идея в дальнейшем нашла свое обоснование.

    Dolhman C., Bueried в 1965 году апробировали в качестве материала для изготовления кератопротеза силиконовую резину с индексом рефракции 1,482. Авторы отметили преимущества силиконовой резины: теплостабильность при автоклавировании; гибкость, позволяющая соответствовать кривизне роговицы при повышении внутриглазного давления [77]. Однако недостатком протеза из силикона является отсутствие перфораций невозможность изготовления разборной модели кератопротеза. Так Bock R., Maumenee A. (1953), Knowles W. (1961), Polack F. (1971), изучая степень гидратации слоев роговицы, при разделении их непроницаемыми дисками для внутриглазной жидкости, показали, что жидкость из передней камеры направляется к эпителию через строму, поэтому наличие препятствия на этом пути вызывает дегидратацию передних слоев роговицы. В связи с чем, авторы сообщили о преимуществе использования перфорированных опорных пластин кератопротезов, что в меньшей степени нарушало питание слоев роговицы и способствовало лучшей фиксации кератопротеза [49, 116, 133].